CN116919571A - 用于确定中性电极的电极类型的电外科系统和方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及电外科系统以及方法。电外科系统和方法构造成确定所用中性电极的电极类型。为此，至少在两个不同测量频率下将交流测量信号施加到中性电极。在每个测量频率下，针对中性电极的中性电极阻抗确定阻抗绝对值或相位值或两者。确定至少一个阻抗绝对值和至少一个相位值。基于至少一个阻抗绝对值和至少一个相位值，确定所连接的中性电极的电极类型、特别是通过与已知的针对至少一个阻抗绝对值和至少一个相位值的比较值的比较。

Description

用于确定中性电极的电极类型的电外科系统和方法
技术领域
本发明涉及一种用于确定中性电极的电极类型的电外科系统以及方法。电外科系统特别地是具有单极器械和中性电极的系统，该单极器械和中性电极可以连接或连接到电外科系统的电源装置。中性电极构造成以导电的方式(例如借助于粘性连接)附接到患者。该方法可以使用根据本发明的电外科系统来执行。电外科系统可特别地构造成用于执行根据本发明的该方法。
背景技术
在电外科系统中，从电源装置到器械的工作电极并且从该工作电极返回到电源装置的电流电路在患者的处理期间必须闭合。为此，在单极器械中，可以表示为中性电极的附加电极可以附接到患者。因此，电流可以从电源装置流到工作电极，从该工作电极流到患者中，通过患者的组织流到中性电极，并且从该中性电极流回到电源装置。
在带有单极器械的电外科系统中可以使用不同种类的电极或中性电极的电极类型。中性电极的不同电极类型可以包括与患者接触的不同大小的至少一个导电的电极部段(接触区域)的表面面积。对于不同的电极类型，中性电极的至少一个导电的电极部段在纵向方向和/或横向方向上也可以具有不同的几何形状或尺寸。
在中性电极处的电流密度不必变得太高，以避免在电外科系统的操作期间的内源性烧伤。
EP2537479A1描述了依赖于中性电极阻抗的医疗装置的控制。将阻抗与预定义阈值进行比较，并且仅当中性电极的阻抗在预定义范围内，例如最多140欧姆时，才允许电外科系统或处理器械的操作。这样做，可以测试中性电极是否正确地附接到患者并且是否存在至患者的足够好的电连接。
生物组织的阻抗的测量在阻抗光谱学的领域是已知的。在阻抗光谱学中，应区分借助于电外科系统的电外科器械进行处理的组织类型。例如，EP1289415A1描述了这样的方法。借助于该器械，在不同的频率下将测试信号施加到被处理的组织，并且基于所测量的阻抗，对组织进行表征。通过这种方式，区别不同的组织类型是可能的。EP0813387A1中也描述了类似的方法。
在从WO03/060462A2中已知的方法中，向患者的组织中供应电脉冲，并且检测所供应脉冲的反射。基于该反射，应实时将健康组织与恶性组织区分开来。
在EP3496638A1中描述了具有测量单元的电外科系统。其中，借助于测量设备在不同的频率下执行处理过的组织的阻抗测量。可以借助于测量设备将测量信号施加到组织。切换设备用于在用于处理组织的电压和测量信号之间切换。借助于测量信号，在不同频率下确定组织的阻抗。
在DE102019209333A1中描述了用于确定身体组织的局部组织类型的方法和相应的电外科系统。为了进行组织确定，将测量信号(交流电压或交流电流)耦合到组织中。测量信号的频率可变化。基于此，可以确定阻抗谱，并且由此又可以导出组织类型。
发明内容
可以认为本发明的目的是提供一种电外科系统和一种改善中性电极的使用并且特别地提高使用中性电极时的安全性的方法。
该目的借助于具有权利要求1的特征的电外科系统以及具有权利要求15的特征的方法来解决。
根据本发明的电外科系统包括电源装置，该电源装置包括中性连接和连接到该中性连接的中性电极。中性电极构造成以导电的方式连接到患者。为此，中性电极可粘性地连接到患者的皮肤，或者可以其它方式附接。
电源装置可以构造成至少在两个不同测量频率下向中性连接施加交流测量信号。测量信号可以为交流电压测量信号或交流电流测量信号。例如，测量信号可以具有正弦或余弦形状、三角形形状、锯齿形状或方波形状。
如果测量信号是外加的交流测量电压，由此产生流经中性电极或电极电流电路的交流测量电流。如果测量信号是外加的交流测量电流，由此产生中性电极处或电极电流电路处的交流测量电压。电极电流电路包括从电源装置到中性电极通过患者的组织并返回到电源装置的闭合电流电路。优选地，器械不是电极电流电路的部分，并且电极电流电路借助于中性电极的两个单独的导电电极部段来闭合，所述电极部段在每种情况下以导电的方式连接至电源装置以及患者。这样做，电极电流电路可以从电源装置的中性连接通向第一电极部段，经由患者的组织通向第二电极部段并返回到电源装置的中性连接。
交流测量信号可以特别地是周期性变化的测量信号。测量信号可以交替地改变其极性并且因此电流流向。对此备选地，测量信号也可以是正的或总是负的。
因此，测量信号在中性电极处或在电源装置的中性连接处产生交流测量电流和交流测量电压，从其中又可以确定中性电极的中性电极阻抗的阻抗绝对值(视在阻抗)和中性电极阻抗的相位值。阻抗绝对值至少针对测量频率中的一个来确定，并且相位值至少针对测量频率中的一个来确定。在所使用的测量频率中的每个下确定阻抗绝对值和/或相位值。
基于至少一个阻抗绝对值和至少一个相位值，可以确定或识别所连接的中性电极的电极类型。为此，可以(例如以表格的形式或以一个或多个比较曲线的形式)存储在所使用的测量频率下针对相位值和阻抗绝对值的比较值，使得可以借助于比较来识别中性电极的电极类型。
由于对电极类型的识别，电源装置可以优选地自动或备选性地手动切换到与中性电极的电极类型相适配的操作模式中。如果多种操作类型是可能的，它们可以提供给用户来选择，并且/或者一种标准模式可以从中自动地选择。借助于与电极类型相适配的至少一种操作模式，可以例如调整和/或限制电功率或工作电流。中性电极下方的患者的组织中的电流密度取决于电极类型，特别是取决于至少一个导电电极部段的总面积含量。因此，电流密度能够以适配于电极类型的大小和/或几何形状的方式进行限制。例如，取决于所确定的电极类型，可以使用针对电功率和/或流经中性电极的电流的限制值。
对于电流密度的确定或限制附加地或备选地，电极类型的确定允许确定在电源装置的操作期间可以使用的至少一个附加参数。例如，至少一个附加参数可以从以下组中来选择：在其中附接中性电极的区域中的患者的组织的温度；中性电极和患者之间有效接触区域的面积含量；中性电极和患者之间接触凝胶的存在。
如果电源装置构造成在与至少一个阻抗绝对值不同的测量频率下确定至少一个相位值，则是有利的。
如果电源装置构造成针对第一测量频率确定阻抗绝对值和针对第二测量频率确定中性电极阻抗的相位值，则是有利的。第二测量频率低于第一测量频率。第一测量频率优选地从5.0kHz至1.0MHz的范围中选择。第二测量频率可以从100Hz到5.0kHz的范围中选择。可选地，也可以在第二测量频率下确定阻抗绝对值，并且/或者此外，可以在第一测量频率下确定相位值。备选地，也可以专门在第一测量频率下确定阻抗绝对值，并且专门在第二测量频率下确定相位值。
特别是在用于确定相位值的测量期间和/或用测量频率中的一个(例如第二测量频率)进行测量期间，可以对测量信号的振幅进行限制。交流测量电压的振幅优选地低于5V。交流电流测量信号的振幅特别地小于1.0mA。
电外科系统可以包括不同电极类型的多个中性电极，一种电极类型的中性电极可以从中选择并且连接到电源装置。每种电极类型可以包括多个(例如两个或三个)单独的电极部段。这些电极部段在中性电极中不短路。它们可具有不同的电势。在中性电极内，对于出现的电流和电压，电极部段优选地彼此电绝缘。如果中性电极附接到患者，则两个电极部段之间的电连接特别地仅仅间接地经由患者的组织存在。
电极类型可以通过一个或多个类型参数来彼此区分，例如：
-本发明的导电电极部段的数量；
-所有本发明的导电电极部段的总面积含量；
-至少一个导电电极部段的轮廓或几何形状；
-用于至少一个电极部段的导电材料；
-所提供的两个或更多个电极部段相对于彼此的相对位置。
例如，中性电极的至少一种电极类型包括正好两个电导电极部段。中性电极的另一种电极类型包括正好三个导电电极部段。
优选地，在每种情况下，本发明的电极部段中的至少两个借助于一个导体与电源装置的中性连接连接或者可以连接。例如，第一电极部段可以经由第一导体与电源装置的中性连接电连接，并且第二电极部段可以经由第二导体与电源装置的中性连接电连接。对于出现的电流和电压，这两个导体彼此电绝缘。
至少在电极类型中的一个中或者在所有电极类型中，第一电极部段和第二电极部段可以与基准平面对称地布置。
在一个实施例中，第一电极部段和第二电极部段可以具有相等的面积含量和/或相同的几何形状。
第一电极部段和第二电极部段可以彼此间隔地布置，并且可以借助于例如中性电极的不导电连结板分离。
至少在电极类型中的一个中，中性电极具有导电的第三电极部段。对于出现的电流和电压，第三电极部段与中性电极内的所有其它电极部段(例如与第一电极部段和第二电极部段)电绝缘。
在至少一种电极类型中，第三电极部段可以围绕第一电极部段和第二电极部段。第三电极部段在其延伸方向上在多个部分中优选地弯曲和/或弯折。如果第三电极部段在其两个端部之间在其延伸方向上实现为没有中断，则是优选的。例如，第三电极部段可以具有一进展，该进展在一个单一开口部位处开放，由此两个端部在开口部位处彼此相反地布置。例如，第三电极部段可以是U形的或C形的。在第三电极部段的开口部位处，可以为被第三电极部段包围的电极部段提供连接区域，例如，针对第一导体与第一电极部段的连接区域和针对第二导体与第二电极部段的连接区域。
第三电极部段的面积含量可以小于任何其它提供的电极部段的(特别是第一电极部段和第二电极部段的)面积含量。第三电极部段在两个端部之间在着其延伸方向上的长度可以优选地比其正交于该延伸方向的最大宽度的幅度(长度)大约10或20倍。
不同的电极类型也能以第一电极部段和第二电极部段的外边缘是如何实现的方式彼此区分，其中，该外边缘存在于远离彼此朝向的电极部段的外侧处。在一种电极类型中，这些外边缘能以弧形方式弯曲，并且/或者可以没有直的部段，并且/或者可以没有平行于基准平面延伸的部段，其中，基准平面在两个电极部段之间居中地延伸，并且可以形成对称平面。在另一种电极类型中，外边缘可以有直的部段和/或平行于基准平面延伸的部段。
如果电源装置包括电源连接和连接或可以连接到电源连接的器械，则是有利的。连接到电源连接的器械借助于电源装置供应有工作信号和因此电工作功率，其中，工作电压或工作电流可以作为工作信号被外加。器械具有工作电极，工作信号被供应给该工作电极。在电外科系统的使用期间，患者的组织可以借助于器械来凝固、切割、消融或融合。取决于功能，工作信号(工作电压和/或工作电流)例如关于工作频率、振幅、波形或其任意组合可以变化。
如果工作电极没被供应有工作电压和/或工作电流,电源装置可以构造成将测量信号仅施加到中性连接。因此，如果没有电流借助于工作电极经由已经供应的中性电极流回到患者的组织中，测量信号仅仅被施加到中性电极。这样做，阻抗绝对值和相位值的确定不受产生流过中性电极的电流的工作电流影响。
附加地或备选地，还可能至少分阶段借助于工作电极同时处理组织(电压施加到工作电极和/或电流流过工作电极)，并且将测量信号施加到中性连接。在处理时段和测量信号的施加重叠的阶段或时段中，测量信号的测量频率可以不同于工作信号(工作电压和/或工作电流)的频率。这样做，保证由交流电压测量信号产生的测量电流或由交流电流测量信号产生的测量电压可以与流回经过中性电极的工作电压和/或工作电流区分开来，例如借助于频率的评估。因此，同样在这种情况下，至少一个阻抗绝对值和/或至少一个相位值的充分准确的确定是可能的。
根据本发明的方法可以通过使用电外科系统的任何实施例来执行，例如，如上文所描述。首先，将选定的电极类型的中性电极附接到患者，使得在中性电极和患者之间存在导电连接。随后，特别地经由中性电极与电源装置的中性连接的电连接将交流测量信号施加到中性电极。至少在两个不同测量频率下施加测量信号。基于测量信号，至少在测量频率中的一个下确定中性电极的中性电极阻抗的至少一个阻抗绝对值(视在阻抗)。此外，至少在测量频率中的一个下确定中性电极阻抗的相位值。对于每个测量频率，都确定阻抗绝对值和/或相位值。
随后，可以基于至少一个阻抗绝对值和至少一个相位值来确定所连接的中性电极的电极类型。
附图说明
本发明的有利实施例源自从属权利要求、附图和描述。在下文中，参照附图详细地描述了本发明的优选实施例。附图显示：
图1示出了电外科系统的实施例的示意性框图状图示，该电外科系统包括电源装置、中性电极和器械，
图2示出了电外科系统的实施例的框图，
图3示出了根据本发明的方法的实施例的流程图，
图4示出了中性电极的第一电极类型的实施例的示意性基本图示，
图5示出了中性电极的第二电极类型的实施例的示意性基本图示，
图6示出了中性电极的第三电极类型的实施例的示意性基本图示，
图7示出了取决于测量频率的根据图4至图6的电极类型的阻抗绝对值的示意性示例性图示，
图8示出了取决于测量频率的针对根据图4至图6的电极类型的相位值的示意性示例性图示，
图9至图11示出了分别在器械的工作电极处的工作信号(工作电压和/或工作电流)以及在中性电极处的测量信号(交流电压测量信号和/或交流电流测量信号)的示例性时间相关进展。
具体实施方式
在图1中图示了电外科系统15的实施例的基本图示。电外科系统15具有电源装置16，电源装置16包括电源连接17以及中性连接18。电源连接17用于将器械19与电源装置16电连接。电连接可以为单极或多极连接。可以借助于单芯或多芯线缆20建立连接。
器械19构造成用于患者的生物组织21的电外科处理。组织21是人或动物身体的生物组织。为了处理组织21，器械19包括至少一个或正好一个工作电极22。为了处理组织21，可以建立在工作电极22和组织21之间的导电连接。
在图示于图1中的电外科系统15中，器械19是单极器械。在电源装置16和器械19的工作电极22之间并且回到电源装置16的电流电路不是专门借助于器械19建立的，而是另外借助于导电地附接到患者的单独电极建立的。该附加电极可以表示为中性电极23。根据该示例，中性电极23借助于多芯线缆24与电源装置16的中性连接18电连接。在所描述的实施例(图2和图4至图6)中，线缆24具有两个芯或导体(其表示为第一导体25和第二导体26)。
在图2中图示了根据图1的电外科系统15的框图。在该实施例中，电源装置16包括连接到外部能量供应装置(例如能源供应电网的电网电压源31)的逆变电路30。电网电压源31向电源装置16和根据该示例逆变电路30提供电网电压。逆变电路30构造成向电源连接17或在该处提供或外加工作信号AS。由电源装置16在电源连接17处提供的工作信号AS可以是外加的工作电压UA或外加的工作电流IA，其中，在电源连接17处，工作电压UA可以产生工作电流IA或者工作电流IA可以产生工作电压UA。工作信号AS是高频信号，即工作电压UA是高频电压，并且/或者工作电流IA是高频电流。在组织21的处理期间，工作信号AS被供应给工作电极22。在处理期间，工作电流IA经由工作电极22流入组织21中，到中性电极23，并从那里回到中性连接18。该工作电流电路的总阻抗可以表示为工作阻抗32。
在所图示的实施例中，经由线缆20的信号线借助于器械19在电源连接17处请求工作信号AS。在一个或多个处理时段P期间，然后将电源连接17处的工作信号AS施加到器械的工作电极22(图9至图11)。
作为选项，也可以在电源连接17处为器械19连续提供工作信号AS。在这种情况下，器械19可以具有切换设备，以便在处理时段P期间基于工作信号AS向工作电极22提供合适的电压和/或合适的电流。该切换设备能可选地包括逆变电路或另一修改电路，以便如必要转换或修改工作信号AS。
而且，对这些描述的实施例进行结合以向工作电极22提供合适的电功率是可能的。
工作电压UA对应于工作电势和参考电势(例如地GND)之间的电势差。
在该实施例中，电源装置16还包括测量单元33。测量单元33构造成在中性连接18处提供或外加交流测量信号M。测量信号M可以是交流测量电压UM或交流测量电流IM。交流测量信号M的波形和/或测量信号M的振幅可以变化。例如，测量信号M可以是正弦形状或余弦形状、三角形形状、或方波形状。测量频率f具有优选至少100Hz和最多1MHz的幅度。
取决于交流测量电压UM或交流测量电流IM是否被外加，测量信号M通过电极电流电路产生交流测量电流IM或者在电极电流电路处产生交流测量电压UM。电极电流电路从第一导体25引出，经由中性电极23、患者的组织21，并再次经由中性电极23和第二导体26返回。电极电流电路中的中性电极阻抗ZN由阻抗绝对值ZNabs以及相位值表征。对于中性电极阻抗ZN，以下适用：
ZN＝Re(ZN)+j·Im(ZN) (2)
Re(ZN)从而是中性电极阻抗ZN的实部，并且Im(ZN)是中性电极阻抗ZN的虚部。虚部Im(ZN)和实部Re(Zn)可以取决于交流测量信号M的测量频率f。
测量单元33构造成：分别针对两个或更多个测量频率f，基于交流测量电压UM和交流测量电流IM确定阻抗绝对值ZNabs和/或相位值交流测量电压UM和交流测量电流IM之间的相位偏移是由根据该示例的电极电流电路中的电容效应引起的，特别是由中性电极23和患者的组织21之间的电容效应引起的。这些电容效应由中性电极阻抗ZN来表征。中性电极阻抗ZN也描述了欧姆电阻，并且作为选项，也描述了电极电流电路中的电感效应。阻抗绝对值ZNabs可以表示为视在阻抗。
为电外科系统15提供中性电极23的不同电极类型。这里仅以示例的方式图示了三种不同电极类型，即第一电极类型T1(图4)、第二电极类型T2(图5)以及第三电极类型T3(图6)。
二维中性电极23在非变形的初始条件下基本上平行于由纵向方向L和横向方向Q跨越的平面而延伸。对中性电极23的几何特征的描述是指这个初始条件。
在该实施例中，电极类型T1、T2、T3中的每种具有至少两个导电的电极部段，即导电的第一电极部段37以及导电的第二电极部段38。在中性电极23的连接区域39中，第一电极部段37与第一导体25电连接，并且第二电极部段38与第二导体26电连接。在连接区域39中，第一电极部段37以及第二电极部段38各自具有所分配的导体25或26与其连接的带形导体状延伸部或带形导体状的延长部。在这里图示的实施例中，该延伸部在中性电极23的纵向方向L上延伸。
每种电极类型T1、T2、T3的第一电极部段37和第二电极部段38在该实施例中尺寸相同地构造，并且因此具有相等的面积含量和相同的几何形状。相对于基准平面B，第一电极部段37和第二电极部段38对称地布置，并且借助于位于其中间的连结板40彼此电或空间分离。基准平面B平行于纵向方向L而延伸，并且正交于横向方向Q而定向。
第一电极类型T1在以下方面区分于第二电极类型T2和电极类型T3：除了第一电极部段37和第二电极部段38之外，还存在导电的第三电极部段41。根据该示例，第一电极类型T1的中性电极23具有正好三个电极部段37、38、41，而第二电极类型T2和第三电极类型T3的中性电极23仅具有两个电极部段37、38。
不同于其它电极部段37、38，第一电极类型T1的中性电极23的第三电极部段41不电连接或不可电连接到电源装置16。因此，其电势不能直接地借助于电源装置16来设置。
中性电极23的所有电极类型T1、T2、T3的所有电极部段37、38、41在中性电极23内彼此不直接电连接，但关于在无误差正常操作中出现的电压和电流，彼此电绝缘。在操作位置中，经由患者的组织21间接地建立电连接。中性电极23在操作位置中与患者的组织21附接的一侧提供有导电的电极部段37、38、41。远离组织21朝向的相反背侧优选是电绝缘的，使得为处理人员提供防止接触的保护。例如，电极部段37、38、41可以施加在中性电极23的基底材料上，并且可以借助于基底材料或覆盖层来覆盖并从而在背侧上电绝缘。
如图4中示意性地图示，第三电极部段41明显区分于其它电极部段37、38的几何形状。根据该示例，它围绕第一电极部段37和第二电极部段38延伸，由此它在连接区域39中特别地专门开放。第三电极部段41的两个端部在横向方向Q上以彼此相对地间隔布置。在这两个端部之间，第三电极部段41不间断地围绕第一电极部段37和第二电极部段38延伸。第三电极部段41在其两个端部之间其延伸方向上的长度至少比其与该延伸方向正交的宽度大约10倍或20倍。从而，第三电极部段41具有线状的形式。
因此，导电电极部段37、38、41的数量是用于区分不同电极类型T1、T2、T3的区别标准。附加地或备选地，电极类型T1、T2、T3可以通过以下区别性特征中的一个或多个彼此区分开：
-一个、多个或所有本发明的电极部段37、38、41的面积含量；
-一个、多个或所有本发明的电极部段37、38、41的轮廓或几何形状；
-用于电极部段37、38、41的导电材料；
-本发明的电极部段37、38、41相对于彼此的相对位置。
在所图示的实施例中显而易见的是，第一电极类型T1还在以下方面区分于第二电极类型T2和第三电极类型T3:第一电极部段37和第二电极部段38具有不同的几何形状。在第一电极类型T1中，第一电极部段37和第二电极部段38在远离彼此朝向的外侧上具有外边缘42，外边缘42以弧形和根据示例圆弧形的方式延伸。相反，在第二电极类型T2中和第三电极类型T3中，外边缘42至少在截面上是直的并且在该实施例中在纵向方向L上延伸。
因此，在中性电极23的第一电极类型T1中，第一电极部段37和第二电极部段38分别基本上具有半圆形或半椭圆形的形状，并且在第二电极类型T2和第三电极类型T3中分别基本上具有带圆形边缘的正方形或矩形的形状。
第二电极类型T2和第三电极类型T3主要通过电极部段37、38的尺寸而区分。在第二电极类型T2中，横向方向Q上的电极部段37、38的宽度至少与纵向方向L上的电极部段37、38的长度一样大。相反，在第三电极类型T3中，纵向方向L上的电极部段37、38的长度大于横向方向Q上的电极部段37、38的宽度。
这里图示的电极类型T1、T2、T3仅是针对可能的不同电极类型的示例。附加地或备选地，可以存在一个或多个附加的电极类型。例如，可以使用其中第一电极部段37和第二电极部段38通过几何形状区分于这里图示的电极类型T1、T2、T3并包括例如带有或不带有圆形边缘的其它多边形状的电极类型。
根据本发明，自动地确定连接到中性连接18的电极类型T1、T2、T3。在方法50(图3)中，根据本发明在第一方法步骤51中，将相应的电极类型T1、T2、T3的中性电极23连接到电源装置16的中性连接18并附接到患者，使得所提供的电极部段37、38和可选地电极部段41与患者(特别是患者的皮肤)处于导电接触。中性电极23可以例如是自粘性的。
在第二方法步骤52中，随后确定至少一个阻抗绝对值ZNabs和至少一个相位值例如，针对一个第一测量频率f1确定一个阻抗绝对值ZNabs和针对一个第二测量频率f2确定一个相位值/>可以是充分的，其中，第二测量频率f2比第一测量频率f1低。第一测量频率f1和第二测量频率f2优选地从100Hz至1.0MHz的频率范围中选择。第一测量频率f1可以具有最小5.0kHz，例如14kHz至15kHz的幅度。根据该示例，第二测量频率f2具有最大5.0kHz，优选最大1.0kHz的幅度。在该实施例中，第二测量频率f2被选择为接近频率范围的范围下限，并且可以等于例如100Hz，或者可以在100Hz至200Hz的范围中。
在第三方法步骤53中，基于至少一个阻抗绝对值ZNabs和至少一个相位值可以确定所连接的中性电极23的电极类型T1、T2、T3。
由于识别了所连接的中性电极23的电极类型T1、T2、T3，电源装置16可以预设适配于电极类型T1、T2、T3的至少一种操作模式。该操作模式或可能的操作模式中的一个可以自动设置，或者可以由用户手动选择。例如，取决于所确定的电极类型T1、T2、T3，可以使用针对电功率和/或流经中性电极23的电流的极限值。因此，组织21中的电流密度能以适配于电极类型T1、T2、T3的大小和/或几何形状的方式进行限制。
在一个分配的测量频率f1、f2下分别确定至少一个阻抗绝对值ZNabs和至少一个相位值是充分的。在第一测量频率f1下和在第二测量频率f2下，分别确定一个阻抗绝对值ZNabs和/或一个相位值/>在对这里图示的实施例的修改中，也可以使用多于两个测量频率f1、f2来确定至少一个阻抗绝对值ZNabs和至少一个相位值/>所确定的阻抗绝对值ZNabs的数量和所确定的相位值/>的数量可以相等，或者有不同的量。如果确定了两个或更多个阻抗绝对值ZNabs和/或两个或更多个相位值/>则在不同的测量频率f下确定两个或更多个阻抗绝对值和/或在不同的测量频率f1,f2下确定两个或更多个相位值/>
为了确定至少一个阻抗绝对值和至少一个相位值，将测量信号M施加到电极电流电路并且因此中性电极23。如所解释的，交流测量信号M可以是外加的交流测量电压UM或外加的交流测量电流IM。测量信号M至少在两个不同的测量频率f下(根据示例在第一测量频率f1和第二测量频率f2(图9-图11)下)被施加到中性电极23上。从而，所设定的测量频率f1、f2的顺序可以任意选择。在图9至图11中图示的测量信号M的示意性时间相关进展中，仅以示例的方式分别首先设定第二测量频率f2并且随后设定第一测量频率f1。
在图9和图10中图示的示例中，测量信号M分别在处理时段P之外施加到中性电极23。这样做，避免了工作信号AS和测量信号M彼此影响，因为工作信号AS也经由中性电极23产生至电源装置16的电流回流。
对于此备选地，还可以至少暂时允许测量信号M和处理时段P的重叠。在这种情况下，在处理时段P期间设置的测量频率f从工作信号AS的工作频率(工作电压UA和/或工作电流IA)中明显不同地选择。这种时间的重叠在图11中以示例的方式来图示。
测量信号M可以基本上没有中断地在不同的测量频率f1、f2之间进行切换(图9和图11)。对此备选地，测量信号M也可以借助于暂停来中断(图10)。在这个示例中，测量信号M被一个或备选地同样多个处理时段P中断，并且因此测量信号M以时间距离在不同测量频率f1、f2下施加到中性电极23。
在每个设定的测量频率下，通过在测量单元33中评估交流测量电压UM和交流测量电流IM可以确定阻抗绝对值ZNabs和/或相位值跟在其后，基于至少一个阻抗绝对值ZNabs和至少一个相位值/>可以针对不同的电极类型T1、T2、T3执行与预定义比较值的比较，并且由此可以确定或标识所连接的电极类型T1、T2、T3。
以示例的方式，图7至图8中示意性地图示了呈比较曲线的形式的比较值。第一阻抗绝对值曲线Z1描述了针对第一电极类型T1的阻抗绝对值ZNabs，该阻抗绝对值ZNabs取决于测量频率f。与此类似，第二阻抗绝对值曲线Z2描述了针对第二电极类型T2的阻抗绝对值ZNabs，并且第三阻抗绝对值曲线Z3描述了针对第三电极类型T3的阻抗绝对值ZNabs。第一相位曲线描述了针对第一电极类型T1的相位值，所述相位值取决于测量频率f。与此类似，第二相位曲线/>描述了针对第二电极类型T2的相位值/>并且第三相位曲线/>描述了针对第三电极类型T3的相位值/>阻抗绝对值曲线Z1、Z2、Z3在图7中示意性地图示，并且相位曲线/>在图8中示意性地且以示例的方式图示。此外，在图7和图8中指出了根据该示例使用的测量频率f1、f2。
如所解释的，在第一测量频率f1下确定中性电极阻抗ZN的阻抗绝对值ZNabs和在第二测量频率f2下确定中性电极阻抗ZN的相位值可以是充分的。基于针对阻抗绝对值和相位的不同频率相关值，随后可以从其中识别出所连接的电极类型T1、T2、T3。至少针对所使用的测量频率f1、f2，分别为至少一个阻抗绝对值ZNabs和至少一个相位值/>分配的比较值例如在测量单元33中被预定义，使得通过比较所确定的至少一个阻抗绝对值ZNabs和所确定的至少一个相位值/>来识别电极类型T1、T2、T3。
再次指出，阻抗绝对值和相位值也可以分别在多于一个测量频率f下确定，并且确定的阻抗绝对值和相位值的数量可以变化。
本发明指的是电外科系统15以及方法50。电外科系统15和方法50构造成确定所用中性电极23的电极类型T1、T2、T3。为此，至少在两个不同测量频率f1、f2下将交流测量信号M施加到中性电极23。在每个测量频率f1、f2下，针对中性电极23的中性电极阻抗ZN确定阻抗绝对值ZNabs或相位值或两者。确定至少一个阻抗绝对值ZNabs和至少一个相位值/>基于至少一个阻抗绝对值ZNabs和至少一个相位值/>确定所连接的中性电极23的电极类型T1、T2、T3-特别是通过与已知的针对至少一个阻抗绝对值ZNabs和至少一个相位值/>的比较值的比较。
附图标记列表：
15 电外科系统
16 电源装置
17 电源连接
18 中性连接
19 器械
20 针对器械的线缆
21 组织
22 工作电极
23 中性电极
24 针对中性电极的线缆
25 第一导体
26 第二导体
30 逆变电路
31 电网电压源
32 工作阻抗
33 测量单元
37 第一电极部段
38 第二电极部段
39 连接区域
40 连结板
41 第三电极部段
42 外部边缘
50 方法
51 第一方法步骤
52 第二方法步骤
53 第三方法步骤
相位值
第一相位曲线
第二相位曲线
第三相位曲线
AS 工作信号
B 基准平面
f 测量频率
f1 第一测量频率
f2 第二测量频率
GND 地
IA 工作电流
IM 交流测量电流
L 纵向方向
M 测量信号
P 处理时段
Q 横向方向
t 时间
T1 第一电极类型
T2 第二电极类型
T3 第三电极类型
UA 工作电压
UM 交流测量电压
Z1 第一阻抗绝对值曲线
Z2 第二阻抗绝对值曲线
Z3 第三阻抗绝对值曲线
ZN 中性电极阻抗
ZNabs 阻抗绝对值

Claims (15)

1.一种电外科系统(15)，包括具有中性连接(18)和连接到所述中性连接(18)的中性电极(23)的电源装置(16)，其中，所述中性电极(23)构造成导电地与患者连接，
其中，所述电源装置(16)构造成：至少在两个不同的测量频率(f1,f2)下将交流测量信号(M)施加到所述中性连接(18)，并且针对所述测量频率(f1,f2)中的至少一个确定所述中性电极(23)的中性电极阻抗(ZN)的至少一个阻抗绝对值(ZNabs)，并且针对所述测量频率(f1,f2)中的至少一个确定所述中性电极阻抗(ZN)的至少一个相位值(φ)，并且基于所述至少一个阻抗绝对值(ZNabs)和所述至少一个相位值(φ)来确定所连接的中性电极(23)的电极类型(T1,T2,T3)。
2.根据权利要求1所述的电外科系统，其中，所述电源装置(16)构造成：针对第一测量频率(f1)确定所述中性电极阻抗(ZN)的阻抗绝对值(ZNabs)和针对第二测量频率(f2)确定所述中性电极阻抗(ZN)的相位值(φ)，其中，所述第二测量频率(f2)小于所述第一测量频率(f1)。
3.根据权利要求2所述的电外科系统，其中，所述第一测量频率(f1)在5.0KHz至1.0MHz的范围中。
4.根据权利要求2或3所述的电外科系统，其中，所述第二测量频率(f2)在100Hz至5.0KHz的范围中。
5.根据前述权利要求中任一项所述的电外科系统，其中，所述中性电极(23)的每种电极类型(T1,T2,T3)包括导电的第一电极部段(37)和导电的第二电极部段(38)，所述导电的第一电极部段(37)和所述导电的第二电极部段(38)的电势彼此分离。
6.根据权利要求5所述的电外科系统，其中，所述第一电极部段(37)和所述第二电极部段(38)关于基准平面(B)对称地布置。
7.根据权利要求5或6所述的电外科系统，其中，至少在所述电极类型(T1)的一个中，所述中性电极(23)包括导电的第三电极部段(41)，所述导电的第三电极部段(41)的电势与所述第一电极部段(37)和所述第二电极部段(38)的所述电势分离。
8.根据权利要求7所述的电外科系统，其中，所述第三电极部段(41)围绕所述第一电极部段(37)和所述第二电极部段(38)。
9.根据权利要求5至8中任一项所述的电外科系统，其中，至少在所述中性电极(23)的所述电极类型(T1)中的一个中，在远离彼此朝向的侧上，所述第一电极部段(37)和所述第二电极部段(38)包括以弧形方式弯曲的外边缘(42)。
10.根据权利要求5至8中任一项所述的电外科系统，其中，至少在所述中性电极(23)的所述电极类型(T2，T3)中的一个中，在远离彼此朝向的所述侧上，所述第一电极部段(37)和所述第二电极部段(38)包括部分是直的外边缘(42)。
11.根据前述权利要求中任一项所述的电外科系统，其中，所述电源装置(16)包括电源连接(17)和具有电连接到所述电源连接(17)的工作电极(22)的器械(19)，其中，所述电源装置(16)和/或所述器械(19)构造成：为所述工作电极(22)提供工作电压(UA)和/或工作电流(IA)。
12.根据权利要求11所述的电外科系统，其中，所述电源装置(16)构造成：如果没有工作电压(UA)且没有工作电流(IA)被供应到所述工作电极(22)时仅将测量信号(M)施加到所述中性连接(18)。
13.根据权利要求11所述的电外科系统，其中，所述电源装置(16)构造成：如果所述测量信号(M)被施加到所述中性连接(18)而工作电压(UA)和/或工作电流(IA)被供应到所述工作电极(22)，则将所述测量信号(M)的所述测量频率(f1,f2)选择成不同于所述工作电压(UA)和/或所述工作电流(IA)的所述工作频率。
14.根据前述权利要求中任一项所述的电外科系统，所述电外科系统构造成：预定义取决于所识别的电极类型(T1,T2,T3)的操作模式，其中，所述操作模式适配于所述电极类型(T1,T2,T3)，所述操作模式能手动或自动地设置。
15.一种用于确定中性电极(23)的电极类型(T1,T2,T3)的方法，所述方法包括以下步骤：
-将所述中性电极(23)附接到患者，使得在所述中性电极(23)和所述患者之间存在导电连接，
-至少在两个不同测量频率(f1,f2)下分别将交流测量信号(M)施加到所述中性电极(23)，
-针对所述测量频率(f1,f2)中的至少一个确定所述中性电极(23)的中性电极阻抗(ZN)的至少一个阻抗绝对值(ZNabs)，
-针对所述测量频率(f1,f2)中的至少一个确定所述中性电极(23)的所述中性电极阻抗(ZN)的至少一个相位值(φ)，
-基于所述至少一个阻抗绝对值(ZNabs)和所述至少一个相位值(φ)来确定所连接的中性电极(23)的电极类型(T1,T2,T3)。
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